用于引入到中空的身体器官中的医疗装置、医疗套件和制造方法

本发明涉及根据权利要求1的前序部分所述的用于引入到中空的身体器官中的医疗装置，特别是支架。此外，本发明还涉及医疗套件和制造方法。开篇所提及的类型的医疗装置例如从源于本申请人的WO 2014/177634 A1中已知。

WO 2014/177634 A1描述了一种高度柔韧的支架，其具有可压缩且可扩展的网格结构，其中网格结构是一体形成的。网格结构包括闭合的单元，每个单元各由四个网格元件限定。该网格结构具有至少一个单元环，该单元环包括三个至六个单元。

除此之外，从本申请人的实践中，具有由单根线材形成的网格结构的支架也是已知的。线材与其自身交织以形成管状网。线材在管状网的轴向端部处被弯转，从而形成了无创效果的回环。轴向端部可以呈漏斗状扩张。

已知的医疗装置特别适用于治疗脑部小血管中的动脉瘤。这种血管具有非常小的横截面直径并且通常非常蜿蜒。为此，已知的支架被设计成高度柔韧的，使得一方面支架可以被压缩到非常小的横截面直径，另一方面支架具有能够递送到脑部小血管中的高度的弯曲柔韧性。

对于脑血管动脉瘤的治疗有利地是，使用横跨动脉瘤并将动脉瘤与血管内的血流隔离开的支架。为了实现这一点，已知支架设有覆盖物，该覆盖物封闭支架单元，从而防止血流入动脉瘤。这样的覆盖物通常由纺织品材料制成。然而，结合支架结构，导致支架的壁厚相对较大，这又限制了支架的可压缩性。而且，覆盖物限制了压缩到较小的横截面直径，这进而又阻碍了将支架递送到脑部小血管中。回到本申请人的EP 2 946 750 B1试图利用纺织品覆盖物通过提供由松散布置的单丝组成的纺织品材料的纤维束来解决支架的可压缩性。

纺织品类型的结构从现有技术中已知，这些结构适用于覆盖动脉瘤。特别地，EP 2546 394 A1示出了这种覆盖物，即所谓的移植物，其具有静电纺丝(elektrospinnen)结构。为了实现特别低的孔隙度

从WO 02/49536 A2中还已知一种静电纺丝结构，其具有两层静电纺丝织物，其中这两层具有不同的孔隙度。在这里壁厚也是相对较大的，因此限制了静电纺丝结构的可压缩性。

EP 2 678 446 B1涉及一种被无纺布(Faservlies)覆盖的用于神经血管应用的支架。该无纺布通过静电纺丝制造并且包括多个层，其中内层是不透液体的，并且外层被构造成海绵状的。因此，无纺布形成了液体非常难以渗透的膜，并且由于海绵状层而具有增大的壁厚，这影响了支架的可压缩性。

在此背景下，本发明的任务在于给出一种用于引入到中空的身体器官中的医疗装置，特别是支架，该支架可以被压缩得非常小同时提供对动脉瘤的较好的隔离。本发明的另一任务在于给出一种制造方法。

根据本发明，医疗装置方面的任务通过权利要求1的主题来实现，医疗套件方面的任务通过权利要求36的主题实现，以及制造方法方面的任务通过权利要求37的主题来实现。

因此，本发明基于以下想法，即给出一种用于引入到中空的身体器官中的医疗装置，特别是支架，该医疗装置具有可压缩且可扩展的网格结构，该网格结构由网格元件组成。网格结构具有至少一个闭合的单元环，该闭合的单元环包括在网格结构的圆周方向上紧邻的至多12个、特别是至多10个、特别是至多8个、特别是至多6个单元。特别地，单元环可以包括至少3个单元，这些单元在网格结构的圆周方向上直接相邻。该网格结构至少部分地设有由静电纺丝织物制成的覆盖物，该静电纺丝织物具有不规则尺寸的孔隙。覆盖物在100,000μm

特别优选地，覆盖物在100,000μm

特别地可以提出，至少10个孔隙的内接圆直径为至少4μm，特别是至少5μm，特别是至少6μm，特别是至少7μm，特别是至少8μm，特别是至少9μm，特别是至少10μm，特别是至少12μm，特别是至少15μm，特别是至少20μm。内接圆直径是能内接在孔隙中的最大可能的圆的直径。换句话说，孔隙的内接圆直径对应于可以正好被推过这个孔隙的圆柱体的外直径。

本发明将作为支撑结构的高度柔韧的网格结构与具有高渗透性或孔隙度并且由于其制造工艺而特别薄且柔韧的覆盖物相结合。在这方面，医疗装置整体上是高度可压缩的，并且可以良好地引入到非常小的血管中。

特别地，支撑结构或网格结构的高度柔韧性通过以下方式来实现，即该网格结构具有闭合的单元环，该闭合的单元环具有在网格单元的圆周方向上直接相邻的至多12个单元。闭合的单元环还能够使得网格结构在部分释放后再缩回到导管中，这是因为网格元件由于是闭合的结构而不可能钩在导管尖端处突出。特别地，网格结构的所有单元环可以具有在网格结构的圆周方向上直接相邻的至多12个、特别是至多10个、特别是至多8个、特别是至多6个单元。所有单元环可以包括在网格结构的圆周方向上直接相邻的至少3个单元。

通过在圆周方向上将单元限于单元环上，也限定了网格元件及其连接件或交叉点。由于在圆周方向上网格元件的数量有限，因此网格结构可以压缩到小的横截面直径，其中网格元件优选地直接贴靠彼此。此外，在圆周方向上限定单元也可以实现提高的弯曲柔韧性，使得网格结构，特别是也在压缩状态下的网格结构，可以借助于导管引导穿过狭窄蜿蜒的血管。

优选地，网格元件限定网格结构的闭合的单元，其中每个闭合的单元各由四个网格元件限定。闭合的单元实现了网格结构的高稳定性，这有利于将网格结构作为覆盖物的载体的功能。特别地，在轴向方向上，即在网格结构的纵向轴线的方向上实现了高稳定性，这改善了医疗装置通过导管的递送。在径向方向上，由于闭合的单元，网格结构可以具有提高的柔韧性，这导致径向力改善。

在扩展状态下，根据本发明的医疗装置能够实现对动脉瘤的良好的隔离，但同时允许将营养物质供应到动脉瘤中。通过医疗装置还实现了将营养物质供应到分支血管和邻近的血管内壁中。由静电纺丝织物制成的覆盖物能够实现对动脉瘤的覆盖，但同时允许血液的一定程度的渗透性。这种渗透性有利于向动脉瘤壁的细胞提供营养物质。由此，避免了细胞的退化以及可能由此导致的动脉瘤破裂。

在静电纺丝织物中，孔隙通常被设计成不规则的。在任何情况下，制造方法都不允许建立孔隙的图案化布置或设计。然而可以根据工艺参数来将孔隙尺寸至少设定到确保至少一部分孔隙具有一定的最小尺寸的程度。根据本发明，在这方面提出，在100,000μm

在制造覆盖物的过程中，孔隙的最小尺寸可以特别地通过静电纺丝的工艺持续时间来设定。此外，由静电纺丝织物制成的覆盖物非常薄且柔韧，这支持了网格结构的柔韧性。特别地，与先前已知的由其他纺织品材料制成的覆盖物不同，该覆盖物几乎不阻碍网格结构的压缩。因此，总的来说，根据本发明的整个医疗装置可以被压缩到极小的横截面直径，因此可以通过小导管被引入到特别小的血管中。

因此，利用根据本发明的医疗装置，也可以实现利用目前的具有网格结构和覆盖物的医疗装置不可能实现的血管治疗。由于根据本发明的装置的可压缩性高，因此在通过导管的递送中产生非常小的递送力(Zuführkraft)。此外，覆盖物的材料也可以有助于减小递送力。特别地，与单独递送网格结构相比，在具有覆盖物的装置中的递送力可以相同或更小。在任何情况下，与单独递送网格结构相比，在具有覆盖物的装置中，递送力大出至多50％，特别是至多25％，特别是至多10％。

本发明的优点进一步得到改善的是：优选提出的覆盖物在100,000μm

为了确保覆盖物的渗透性不会过大，即实现动脉瘤与血管中的血流的医学上有意义的隔离，在本发明的优选变型中提出，孔隙的尺寸为最大750μm

覆盖物可以与网格结构牢固地，特别地材料配合地(stoffschlüssig)连接。特别地，可以提出，覆盖物被直接施加到网格结构上。例如，静电纺丝工艺可以直接在网格结构上进行，从而在形成覆盖物的同时建立与网格结构的连接。覆盖物可以与网格结构材料配合地连接。例如，覆盖物可以通过粘合连接与网格结构连接。粘合连接可以通过增附剂(Haftvermittler)产生。例如，增附剂可以包括聚氨酯或由聚氨酯组成。

覆盖物和网格结构之间的牢固连接防止了在通过导管来递送医疗装置期间覆盖物从网格结构脱离。同时，这有助于在射线控制下对医疗装置进行定位，因为在网格结构或覆盖物上施加对应的射线标记就足够了。由于覆盖物和网格结构之间的相对位置是恒定的，因此不需要能够识别出覆盖物和网格结构之间的相对位移的附加的射线标记物。总之，可以减少射线标记物(例如，射线标记物套筒)的数量，这又对医疗装置的可压缩性产生积极的影响。

网格结构的网格元件可以被增附剂，特别是聚氨酯包覆。特别地，可以提出，增附剂形成覆盖物与网格结构之间的材料配合的连接。优选地，增附剂包围整个网格元件，从而形成用于网格元件的包覆件。

在本发明的优选的实施方式中提出，网格结构至少部分地形成圆柱形的和/或漏斗形的中空体。基本上圆柱形的中空体使得网格结构能够贴靠血管的血管壁。漏斗形的中空体可以用于例如捕获血管内的血栓或者治疗直径不同的血管。在这方面，在上下文中应指出，医疗装置可以优选地被构造成持久性植入物，特别是可持久性植入的支架形式的持久性植入物，或者可以被构造成血栓切除装置(Thrombektomiedevice)，其中血栓切除装置优选地保持与递送线材牢固地连接，并且在血管中仅暂时释放。

在被构造成中空体的网格结构的优选的改进方案中提出，中空体可以在纵轴方向上

然而，原则上也可以设想网格结构设有闭合的端部。特别地，网格结构的至少一个纵向端部是闭合的。网格结构的两个纵向端部也可以是闭合的。优选地，提出在纵向端部处的闭合通过网格结构的漏斗形的聚集来实现。在此，覆盖物可以另外设置在网格结构的漏斗形的区域中。

在本发明的优选实施方式中提出，覆盖物被布置在网格结构的外侧面上。在这种情况下，网格结构形成支撑结构，该支撑结构施加足以将覆盖物固定到血管壁上的径向力。就此而言，支撑结构支撑布置在外部的覆盖物。可替代地，覆盖物也可以被布置在网格结构的内侧面上。

可替代地或附加地，覆盖物可以被布置在网格结构的内侧面上。特别地，网格结构可以嵌入在两个覆盖物之间，这些覆盖物分别由静电纺丝织物形成。就此而言，网格结构的网格单元可以完全地被静电纺丝织物包覆。具体而言可以提出，覆盖物的在网格结构的内侧面上的静电纺丝织物穿过网格结构的单元并且与覆盖物的在网格结构的外侧面上的静电纺丝织物连接。因此，限定单元的网格元件在所有侧面上被静电纺丝织物包覆。

优选地，提出覆盖物由塑料材料形成，特别是聚氨酯，特别是Pellethane(Lubrizol公司的聚氨酯的品牌名称)。这种材料特别轻，并且可以通过静电纺丝法良好地制成精细的丝线。塑料材料也使得一方面能够制造特别薄且精细孔隙的覆盖物。另一方面，塑料材料本身已经具有高的柔韧性，从而达到了医疗装置的高可压缩性。

优选地提出以下方面也有助于覆盖物的柔韧性：覆盖物由不规则网状布置的丝线形成，丝线的丝线厚度介于0.1μm与3μm之间，特别是介于0.2μm与2μm之间，特别是介于0.5μm与1.5μm之间，特别是介于0.8μm与1.2μm之间。

特别优选地：医疗装置是用于治疗动脉血管，特别是神经血管中的动脉瘤的支架。优选地，血管的横截面直径可以介于1.5mm与5mm之间，特别是介于2mm与3mm之间。也可以治疗横截面直径为4mm至8mm的血管。例如，颈动脉具有这种横截面直径。

总体上，医疗装置可以是用于治疗囊状动脉瘤或梭形动脉瘤的支架。特别是在梭形动脉瘤的情况下，即在血管的整个圆周上延伸的动脉瘤，使用有针对性的精细孔隙的结构来繁殖(ansiedeln)内皮细胞是有利的。因此，可以实现缺失的血管壁的重建。具体而言，由静电纺丝织物形成的设有特定孔隙尺寸的结构形成用于内皮细胞繁殖的支架，这些内皮细胞随后可以形成新的、闭合的血管壁。

与传统的引流器结构相反，静电纺丝结构具有由交叉的金属线材限定的开口。这些开口根据血管直径和植入物的操作来改变这些开口的形状和尺寸，因此不能为细胞增生提供可再生的条件。

关于覆盖物的渗透性和均匀性有利地是：覆盖物的面积的至少60％，特别是至少70％，特别是至少80％由孔隙形成，这些孔隙的尺寸为至少5μm

为了使覆盖物足够致密以使动脉瘤与血管的血流隔离开到防止动脉瘤进一步扩张的程度，已被证明有利地是：覆盖物的面积的最大20％由尺寸为至少500μm

原则上，网格结构可以被构造成单件的网格结构。网格结构也可以由彼此交织的线材形成。在这方面，在优选的实施方式中提出，网格元件形成筋梁(Steg)，这些筋梁通过筋梁连接件彼此联接成一件(单件的网格结构)。可替代地，网格元件可以形成彼此交织的线材(编织的网格结构)。编织的网格结构的特征在于特别高的柔韧性，特别是弯曲柔韧性，而单件的网格结构具有相对薄的壁厚，因此网格结构对血管内的血流的影响不大。

特别优选地是：编织的网格结构由单个线材形成，该单个线材在管形的网格结构的轴向端部处弯转并且形成无创伤的终端回环(Endschlaufe)。线材可以具有射线不可透过的芯材料和由形状记忆合金制成的护套材料。特别地提出，芯材料(优选铂)与整个复合线材的体积之间的体积比介于20％与40％之间，特别是介于25％与35％之间。

在轴向端部处，网格结构可以径向地，特别地呈漏斗形地扩张(扩口)。扩口角优选介于50°与70°之间，特别是介于55°与65°之间。这些单元可以布置在沿编织的网格结构的圆周方向延伸的单元环中，其中这些环分别具有6个至12个单元，特别是6个至10个单元。

一般而言优选地提出，网格结构(单件的或编织的)是可自扩展的。

覆盖物的根据ASTM 412的延伸率可以介于300％与550％之间，特别是介于350％与500％之间，特别是介于375％与450％之间。根据ASTM 412，覆盖物的弹性模量(E-Modul)可以是：

延伸率为50％时： >15-21MPa(psi)

延伸率为100％时: >18<26MPa(psi)

延伸率为300％时: >32<41MPa(psi)。

根据ASTM D 2240，覆盖物的肖氏硬度可以介于80A与85D之间，特别是介于90A与80D之间，更特别地介于55D与75D之间。

为了改善可重新定位性，覆盖物可以在网格结构的压缩和重新释放后恢复到其原始构型，特别是其非折叠构型。

织物的丝线或单体丝可以在其在织物中的交叉点处彼此材料配合地连接并且防止相互滑动。这确保了由制造工艺确定的初始的孔隙尺寸/孔隙度。在压缩、通过导管递送和在血管中重新释放植入物之后，也提供材料配合的连接，并且即使当侧支流过织物时也保持在原位。

除了通过静电纺丝形成的孔隙之外，织物可以至少局部地被另外的孔隙穿孔，这些孔隙通过加工织物，特别是通过激光切割在静电纺丝织物中形成。由此，在静电纺丝工艺之后，有针对性地(并且如果期望)实现了孔隙率的增加或者孔隙的增大。例如，可以在整个圆周上或仅在其一部分上形成激光切割的限定的孔隙。

优选地，织物在网格结构(10)的圆周的至少25％，特别是至少40％，特别是至少50％被另外的孔隙穿孔。因此，例如与动脉瘤颈部(Aneurysma-Halse)相对的区域可以有针对性地进行穿孔。

织物在网格结构的圆周的至少25％，特别是至少40％，特别是至少50％可以没有另外的孔隙。换句话说，织物的一部分没有经过后处理或后续穿孔。在织物的这一部分中，除了通过静电纺丝形成的孔隙之外，没有另外的孔隙被引入到织物中。在该区域中，织物仅由通过静电纺丝形成的孔隙组成。在植入状态下，织物的被构造成没有另外的孔隙的区域可以被布置动脉瘤颈部的区域中。例如，如果静电纺丝织物的孔隙度不变有利于动脉瘤的治疗，这可能是希望的。

由未改变的静电纺丝织物组成的区域和随后穿孔的静电纺丝织物组成的区域的组合是可行的。

另外的孔隙可以从网格结构的轴向中心开始在两个轴向方向上形成。在另一实施例中，附加的孔隙可以被布置在覆盖物或织物内的近端侧或远端侧。

另外的孔隙可以分布地布置的长度对应于覆盖物或织物的轴向长度的至少25％，特别是覆盖物或织物的轴向长度的至少30％，特别是至少40％，特别是至少50％。

为了促进流动，另外的孔隙的尺寸可以是至少50μm，特别是至少100μm，特别是至少200μm，特别是至少300μm。

另外的孔隙相彼此的间隔可以相对于另外的孔隙的直径是至少1倍的间隔，特别是至少1.5倍的间隔，特别是至少2倍的间隔，特别是至少2.5倍的间隔。因此，在1倍的间隔的情况下，该间隔相当于另外的孔隙的直径。

如果织物在网格结构扩展时以至少0.25mm，特别是至少0.5mm，特别是至少1mm保持在网格结构的内部轮廓内，即尽可能少地伸入到网格结构的内腔中，则血管中的覆盖物或织物的起皱形成受到限制。

这也是通过以下方式来实现：织物在网格结构扩展时可以伸入到整个内腔中最多占整个内腔的10％，特别是最多占整个内腔的5％，特别是最多占整个内腔的5％。

在特别优选的实施方式中，覆盖物的圆周轮廓至少部分地，特别是完全地由射线不可透过的媒剂(Mittel)来标记。这例如可以通过例如不透射线的线材来实现，这些线材沿着覆盖物的轮廓被编织到网格结构中。也可以通过排列不透射线的套筒(例如，铂铱套筒或压接(aufcrimpen)的碳套筒)来获得覆盖物的轮廓。

因此，在射线照射下，覆盖物或织物的位置是可见的，这样医师就可以可靠地定位该装置，甚至定位在正确的旋转位置。

织物本身可以具有射线不可透过的媒剂。例如，织物的丝线可以填充有不透射线的材料，特别是至少10％至最多25％的不透射线的材料，例如硫酸钡BaSO4。织物的丝线的基本颜色可以是透明的，但是在添加硫酸钡BaSO4的情况下它们可以呈现白色/黄色。

本发明还包括一种用于治疗动脉瘤的医疗套件，具有：主导管；根据本发明的医疗装置，该医疗装置可以穿过主导管移动到治疗位置以覆盖动脉瘤，其中该装置与递送线材连接或可连接，其中该装置的网格结构包括筋梁，这些筋梁彼此连接成一体并且限定内部单元和边缘单元，其中边缘单元在网格结构的纵向端部处形成闭合的边缘单元环，该边缘单元环仅在一侧与内部单元连接，其中网格结构的至少一个内部单元至少部分地，特别是大部分地没有覆盖物。

本发明的并列方面涉及一种用于制造用于引入到中空的身体器官中的医疗装置的方法。特别地，在本申请的范围内公开并且要求保护一种用于制造具有上述特征的医疗装置的方法。一般而言，根据本发明的方法包括以下步骤：

a.提供可压缩且可扩展的网格结构，该网格结构由网格元件组成，这些网格元件限定网格结构的闭合的单元，其中每个闭合的单元各由四个网格元件限定；

b.用增附剂，特别是聚氨酯来涂覆网格结构；以及

c.通过静电纺丝工艺将覆盖物施加到网格结构上。

在根据本发明的方法中，覆盖物直接建立在网格结构上。为了在网格结构与覆盖物之间实现牢固的连接，使用增附剂，该增附剂优选由生物相容的塑料形成。增附剂起到粘合剂的作用，并且将覆盖物与网格结构牢固地连接。在此，聚氨酯用作增附剂已被证实是特别有利的。

优选地提出，通过浸涂工艺用增附剂来涂覆网格结构。这种工艺可以特别简单且快速地实施，并且特征在于工艺安全性高。为此，将网格结构浸入填充有增附剂的容器中，使得增附剂附着到网格结构的网格元件上。网格结构的单元通常不含增附剂，即不被增附剂封闭。

在根据本发明的方法的一个优选的变型中，通过使增附剂和覆盖物分别具有塑料材料来实现覆盖物在网格结构上的特别有效的固定。增附剂和覆盖物的这两种塑料很容易相互连接，从而牢固地接合到网格结构上。特别有效的是，如在优选变型中提出，塑料材料来自同一材料组。特别地，增附剂和覆盖物都可以由聚氨酯形成。具体而言可以提出，优选通过浸涂工艺施加到网格结构上的增附剂以基本上形状配合的方式粘附在网格结构上。然后，由于材料组的塑料材料，覆盖物以材料配合的方式与增附剂连接。总之，从而在网格结构与覆盖物之间建立了牢固的连接。

此外，通过静电纺丝工艺将覆盖物施加到网格结构上之后可以是激光切割工艺。具体而言，可以借助于激光切割对覆盖物的孔隙进行后处理。特别地可以设想，通过激光切割工艺个性化地适配孔隙形状和/或孔隙尺寸。例如，可以有针对性地增加各个孔隙的孔隙尺寸。

此外，覆盖物可以整体上被结构化，特别是通过激光切割工艺来进行。优选地，在网格结构的纵向端部处进行这种结构化。例如，覆盖物可以以这样的方式被结构化，使得覆盖物在网格结构的纵向端部处跟随网格元件。也可以在覆盖物或网格结构的中心区域中引入开口，特别是借助于激光切割来实现，以便例如使得血液能够流入到分支血管中。

下面基于实施例并参考附图更详细地阐述本发明。在附图中：

图1示出了根据优选实施例的根据本发明的医疗装置的侧视图；

图2示出了根据优选实施例的根据本发明的医疗装置的覆盖物的扫描电子显微镜照片；

图3示出了根据另一实施例的根据本发明的医疗装置的覆盖物的扫描电子显微镜照片；

图4示出了根据另一优选实施例的根据本发明的医疗装置的网格结构的透视图；

图5示出了放大了500倍的根据另一实施例的根据本发明的医疗装置的覆盖物的扫描电子显微镜照片；

图6示出了放大了3500倍的根据图5的覆盖物的扫描电子显微镜照片；

图7示出了根据另一优选实施例的根据本发明的医疗装置的示意图，其中部分施加的织物处于植入状态；以及

图8示出了根据另一优选实施例的根据本发明的医疗装置的示意图，其中部分穿孔的织物处于植入状态。

附图示出了适用于引入到中空的身体器官中的医疗装置。特别地，医疗装置具有可压缩且可扩展的网格结构10。换句话说，网格结构10可以采用递送状态，在递送状态中网格结构10具有相对小的横截面直径。优选地，网格结构10是可自扩展的，使得网格结构10不在外力的影响下自动地扩张到最大横截面直径。网格结构10具有最大横截面直径的状态对应于扩展状态。在这种状态下，网格结构10不施加任何径向力。

优选地，网格结构10被构造成一体的。特别地，网格结构10可以至少部分地被构造成圆柱形的。优选地，网格结构10由管状坯料通过激光切割来制成。在此，通过激光切割加工来暴露网格结构10的各个网格元件或筋梁11、12、13、14。从坯料去除的区域形成网格结构10的单元30。

单元30大体上具有菱形的基本形状。特别地，这些单元30各由四个筋梁11、12、13、14限定。在所示的实施例中，筋梁11、12、13、14至少部分地具有弯曲的，特别是S形的走向。筋梁也可以有其他形状。

这些单元30分别具有单元尖端31、32，这些单元尖端决定了菱形基本形状的拐角点。单元尖端31、32分别被布置在筋梁连接件20上，这些筋梁连接件20分别将四个筋梁11、12、13、14彼此连接成一体。四个筋梁11、12、13、14分别从每个筋梁连接件20起始，其中每个筋梁11、12、13、14分别与两个单元30相关联。筋梁11、12、13、14分别限定单元30。

图1示出了处于扩展状态下的网格结构10。可以清楚地看到，筋梁连接件20基本上相应地布置在共同的圆周线上。因此总体上，在网格结构10的圆周方向上的多个单元30形成单元环34。在纵向方向上彼此连接的多个单元环34构成整个网格结构10。在所示的实施例中，这些单元环34各包括六个单元30。

在上下文中应指出，网格结构10可以仅部分地由具有相同的横截面直径的彼此连接的单元环构成。反过来，网格结构10部分地也可以具有不同于圆柱形形状的几何形状。例如，网格结构至少在近端可以被构造成漏斗形。这种构型在用作血栓捕手

完全被构造成圆柱形的网格结构10特别地在形成支架的医疗装置中使用。支架可以用于支撑血管或者一般地用于支撑中空的身体器官和/或用于覆盖动脉瘤。

当网格结构10从导管或一般的递送系统中排出时，网格结构10自动地径向扩张。在此，网格结构10经历多个扩展级别，直到网格结构10达到植入状态。在植入状态下，网格结构10优选地向周围的血管壁施加径向力。在植入状态下，网格结构10优选具有一横截面直径，该横截面直径比处于扩展状态下的网格结构10的横截面直径小约10％-30％，特别是约20％。植入状态也被称为“预期使用构型(intended use configuration)”。

从图1中可以很好地看出，在医疗装置中设置了射线标记物50。射线标记物50被布置在网格结构10的边缘侧的单元30的单元尖端31、32处。具体而言，射线标记物50可以构造成射线不可透过的套筒，例如由铂或金制成的套筒，这些套筒在边缘侧的单元30的单元尖端31、32上压接。从图1中可以看出，在网格结构10的每个纵向端部处各布置三个射线标记物50。

根据图1的网格结构10可以分成三个部分。分别由两个单元环34形成的两个边缘侧的部分由包括五个单元环34的中间部分连接。中间部分的单元30具有大致菱形的几何形状，其中中间部分的单元30的所有筋梁11、12、13、14具有大致相同的长度。边缘侧的单元环34分别包括单元30，在这些单元中，在圆周方向上直接相邻的两个筋梁11、12、13、14分别形成得比同一单元30的在轴向方向上相邻的筋梁11、12、13、14长。在这方面，边缘侧的单元30基本上形成风筝状(drachenartig)的基本形状。

根据图1的医疗装置还包括覆盖物40，该覆盖物40被布置在网格结构10的外侧面上。覆盖物40横跨整个网格结构10，并且特别地覆盖单元30。覆盖物40由静电纺丝织物形成，因此其特征在于特别薄的壁厚。同时，覆盖物40足够稳定以跟随网格结构10的扩展。优选地，覆盖物40完全且牢固地与网格结构10连接。具体而言，覆盖物40优选地例如通过增附剂与筋梁11、12、13、14粘合，该增附剂通过浸涂法被施加到网格结构10上。

如图1所示，覆盖物40可以在整个网格结构10上延伸。可替代地，覆盖物40可以仅跨越网格结构10的一部分。例如，网格结构10的一个轴向端部或两个轴向端部上的边缘单元可以没有覆盖物。在这方面，覆盖物40可以在网格结构10的最后一个或倒数第二个单元环34之前终止。没有覆盖物的单元环34能够实现与递送线材的良好联接。除此之外，边缘单元几乎不参与动脉瘤的覆盖，但旨在锚定在血管中，以这种方式实现高渗透性，使得该区域中的血管内壁被良好地供给营养物质。医疗装置的具有覆盖物40的区域的特征可以在于射线标记物。

覆盖物40的设计方案在根据图2和图3的扫描电子显微镜照片中清晰可见。其中可以看到覆盖物40具有多个不规则尺寸的孔隙41，这些孔隙分别由丝线42限定。通过静电纺丝工艺形成彼此不规则取向的多个丝线42。在此，形成孔隙41。在图2中还可以看出，孔隙41具有相对较小的孔隙尺寸，但其中一些孔隙41大到足以确保血液渗透性。具体而言，图2中图形化地突出了尺寸大于30μm

图3示出了覆盖物40的另一实施例，其中设置了总体上更大的孔隙尺寸。可以看出，一些孔隙41具有大于30μm

被覆盖的侧支(血管)的流量可能会受到建立时张开持续时间的显著影响。例如，1分钟张开的支架导致侧支流动减少约10％-40％。例如，2分钟张开的支架导致侧支流动减少约40％-70％。例如，4分钟张开的支架导致侧支流动减少约70％-95％。在通过静电纺丝将织物施加到网格结构10上时纺丝过程持续的时间越长，织物就变得越致密并且孔隙越小。由此，侧支(血管)的流量可以有针对性地受到影响。

在图2和图3中分别可以看出，覆盖物40的丝线42交叉多次。然而，静电纺丝法的一个特别之处在于，在覆盖物40中存在仅两根(即不多于两根)丝线42交叉的点。由此可以看出，覆盖物40总体上具有非常薄的壁厚，因此是高度柔韧的。

覆盖物40的高柔韧性与网格结构10的高柔韧性相结合使得可以提供如下的医疗装置(特别是支架)，该医疗装置可以通过非常小的递送导管被引入到血管中。特别地，可以使用以下递送导管，这些递送导管的尺寸为6French，特别是最大5French，特别是最大4French，特别是最大3French，特别是最大2French。具体而言，根据本文所描述的实施例的医疗装置可在如下导管中使用，这些导管的内直径为最大1.6mm，特别是最大1.0mm，特别是最大0.7mm，特别是最大0.4mm。

在特别优选的变型中，覆盖物40的层厚度为最大10μm，特别是最大8μm，特别是最大6μm，特别是最大4μm。在此，最多4根，特别是最多3根，特别是最多2根丝线42交叉。总体上，交叉点设置在覆盖物40的静电纺丝结构内，其中只有2根丝线42交叉。优选地，网格结构10的横截面直径介于2.5mm与8mm之间，特别是介于4.5mm与6mm之间。

图4示出了编织的网格结构10，其在优选实施例中可以形成覆盖物40的载体。编织的网格结构10由编织成管状的单个线材16形成。线材端部在网格结构10内与连接元件18连接。

线材16具有多个部分，这些部分被称为网格元件11、12、13、14。线材16的每个在两个交叉点19之间延伸的部分被称为单独的网格元件11、12、13、14。可以看出，每四个网格元件11、12、13、14限定一个网眼或单元30。

编织的网格结构10具有扩张的轴向端部，该轴向端部被称为扩口部17。在每个扩口部17中，线材16被弯转并且形成终端回环15。总体上，在所示的实施例中，在每个扩口部17处设置了六个终端回环15。每两个终端回环15携带一个呈压接套筒形式的射线标记物50。因此，在网格结构10的每个轴向端部处分别存在三个射线标记物50。

在图5和图6中，以扫描电子显微镜照片的不同的放大图示出了根据本发明的装置的实施例。该装置包括根据图4的网格结构10，该网格结构10形成有由静电纺丝织物制成的覆盖物40。覆盖物40被布置在管状的网格结构10的外侧面上。

图5示出了装置的包括网格结构10的单元尖端32的区域的500倍放大图。单元30的两个网格元件或筋梁11、13在单元尖端32处相遇。覆盖物40覆盖筋梁11、12。可以看出，覆盖物40具有多个不同尺寸的孔隙41，即完全开放的贯穿开口。在此，设定孔隙度，使得覆盖物40虽然形成阻挡流动通过的良好的屏障，但同时允许营养物质通过。

根据图6的3500倍放大图详细地示出了根据图5的覆盖物40的局部。静电纺丝织物的各个丝线42的走向清晰可见。丝线42限定孔隙41，其中孔隙41不规则地形成。在任何情况下都可以看出，一些孔隙41具有比另外的孔隙41更大的通过面。较大的孔隙41使得营养物质能够穿过覆盖物40。

图7示出了处于植入状态下的根据本发明的实施例(支架)的网格结构10，其中覆盖物40被布置在动脉瘤颈部的区域中的网格结构10上并且覆盖它。覆盖物40被布置在网格结构10的部分圆周或角节段上。在该示例中，织物或覆盖物40覆盖网格结构10或支架的大约一半圆周。不同的覆盖程度，即多于或少于网格结构10的一半圆周是可行的。从图7中可以看出，与图8不同，除了通过静电纺丝形成的孔隙之外，在织物中没有设置另外的孔隙。因此，织物的性能仅由在通过静电纺丝的制造过程中形成的孔隙来决定。

图8示出了本发明的另一实施例，其中植入如图7所示的网格结构10以用于治疗动脉瘤。与图7不同，覆盖物40，特别是织物，完全被施加在网格结构10上，特别是通过静电纺丝来施加。覆盖物40的一部分，具体而言是覆盖物40的与动脉瘤颈部相对的部分，除了在静电纺丝时形成的孔隙之外还被穿孔。这通过对织物的后处理，例如通过激光切割来实现。由此在织物中形成的另外的孔隙43大于由静电纺丝形成的孔隙，如图8所示。在根据图8的示例中，每个单元形成四个另外的孔隙43。另外的孔隙43的数量可以变化。与通过静电纺丝形成的孔隙不同，另外的孔隙43是几何限定的，例如圆形。这能够通过激光切割来实现。

对织物的附加穿孔能够有针对性地影响织物的可穿透流动性，例如改善侧支中的血液供应，而不会影响对动脉瘤的治疗。

参考标记列表

10 网格结构

11、12、13、14 筋梁或网格元件

15 终端回环

16 线材

17 扩口部

18 连接元件

19 交叉点

20 筋梁连接件

30 单元

31、32 单元尖端

34 单元环

40 覆盖物

41 孔隙

42 丝线

43 另外的孔隙

50 射线标记物。